(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
低線量の放射線、及び高線量の放射線の各々を異なるタイミングで照射する放射線照射手段と、
受けた放射線量に応じた電荷を発生する電荷発生層を備え、前記放射線照射手段から照射されて被写体を透過した放射線を撮影時に受けて、前記被写体の画像を表す画像データを生成する撮影手段と、
上に凸、かつ傾きが正の関数を用いて前記撮影手段で生成された画像データのうち変換後の値の中心値に応じて定められる収録範囲の画像データを変換する第１の変換、及び予め用意された情報を参照して前記撮影手段で生成された画像データを変換する第２の変換の少なくとも一方を行う変換手段と、
前記変換手段による変換前の値の収録範囲の最小値を、前記低線量の放射線を受けて生成された低線量画像データを変換するときと、前記高線量の放射線を受けて生成された高線量画像データを変換するときとで異なるように変更する変更手段と、
少なくとも前記低線量画像データの変換値と前記高線量画像データの変換値とを用いた画像処理を行う画像処理手段と、
を備えた放射線画像処理装置。
【請求項２】
低線量の放射線、及び高線量の放射線の各々を異なるタイミングで照射する放射線照射手段と、
受けた放射線量に応じた電荷を発生する電荷発生層を備え、前記放射線照射手段から照射されて被写体を透過した放射線を撮影時に受けて、前記被写体の画像を表す画像データを生成する撮影手段と、
上に凸、かつ傾きが正の関数を用いて前記撮影手段で生成された画像データのうち変換後の値の中心値に応じて定められる収録範囲の画像データを変換する第１の変換、及び予め用意された情報を参照して前記撮影手段で生成された画像データを変換する第２の変換の少なくとも一方を行う変換手段と、
前記低線量の放射線を受けたときに生成される低線量画像データのビット数を、前記高線量の放射線を受けたときに生成される高線量画像データのビット数よりも大きくする手段と、
少なくとも前記低線量画像データの変換値と前記高線量画像データの変換値とを用いた画像処理を行う画像処理手段と、
を備えた放射線画像処理装置。
【請求項３】
低線量の放射線、及び高線量の放射線の各々を異なるタイミングで照射する放射線照射手段と、
受けた放射線量に応じた電荷を発生する電荷発生層を備え、前記放射線照射手段から照射されて被写体を透過した放射線を撮影時に受けて、前記被写体の画像を表す画像データを生成する撮影手段と、
上に凸、かつ傾きが正の関数を用いて前記撮影手段で生成された画像データのうち変換後の値の中心値に応じて定められる収録範囲の画像データを変換する第１の変換、及び予め用意された情報を参照して前記撮影手段で生成された画像データを変換する第２の変換の少なくとも一方を行う変換手段と、
前記低線量画像データの増幅率を、前記高線量画像データの増幅率よりも大きくして増幅する増幅手段と、
少なくとも前記低線量画像データの変換値と前記高線量画像データの変換値とを用いた画像処理を行う画像処理手段と、
を備えた放射線画像処理装置。
【請求項４】
前記画像処理をエネルギーサブトラクション処理とする請求項１〜請求項３の何れか１項に記載の放射線画像処理装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は放射線画像処理装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
放射線画像の撮影において、被撮影者の同一の部位を異なる管電圧で撮影し、各管電圧での撮影によって得られた画像に重みを付けて差分を演算することで、画像中の骨部等の硬部組織に相当する画像部（以下、「骨部画像」と呼ぶ）、及び軟部組織に相当する画像部の一方を強調して他方を除去した画像（以下、「軟部画像」とよぶ、また、骨部画像及び軟部画像を、「エネルギーサブトラクション画像」と呼ぶ）を得る技術が知られている。例えば、胸部の軟部組織に相当するエネルギーサブトラクション画像を用いると、肋骨で隠れていた病変を見ることが可能になり、診断性能を向上させることができる。
【０００３】
エネルギーサブトラクション画像の生成方法として、Ｘ線検出器に輝尽性発光体を用い、２枚の検出器の間に銅板などのフィルタを入れることで、１回の撮影により実質的に管電圧を変えた２枚の画像を得て、この画像からエネルギーサブトラクション画像を生成する処理（以下、「エネルギーサブトラクション処理」と呼ぶ）の技術が従来より知られている。
【０００４】
一方、半導体検出器を使ったＸ線撮像システムが使われるようになり、短時間でＸ線の連射が可能となり、放射線量、及び管電圧を変えて連続的に２回撮影した画像を用いてエネルギーサブトラクション処理が行われるようになってきた。この２回撮影した画像のうち、高線量の放射線の照射により撮影した画像はそのまま診断画像として用いられる。
【０００５】
これに対して、２回撮影した画像のうち、低線量の放射線の照射により撮影した画像は診断には用いないため、総被爆線量を低減させる観点から、できるだけ線量を低く抑えることが望まれる。特許文献１には、１枚目の撮影に照射される放射線の線量を、２枚目の撮影に照射される放射線の線量よりも少なくする技術が開示されている。
【０００６】
しかし、照射する放射線の線量を低く抑えすぎると、骨部などの低線量部分においては、対数変換後の濃度値の連続性が悪くなるトーンジャンプが発生する。また、対数変換時の収録範囲よりも低い濃度値についてはアンダーフローを起こす。これらにより、エネルギーサブトラクション画像の骨部、及び軟部の分離性能が低下し、画質が低下するという問題がある。
【特許文献１】特開２００２−２４３８６０号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明は上記事実を考慮して成されたもので、画像処理に用いる低線量の放射線画像の撮影における放射線の線量の低減、及び画像処理に用いる低線量の放射線画像の画質の向上の双方を実現可能な放射線画像処理装置を得ることが目的である。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記目的を達成するために第１の発明に係る放射線画像処理装置は、低線量の放射線、及び高線量の放射線の各々を異なるタイミングで照射する放射線照射手段と、受けた放射線量に応じた電荷を発生する電荷発生層を備え、前記放射線照射手段から照射されて被写体を透過した放射線を撮影時に受けて、前記被写体の画像を表す画像データを生成する撮影手段と、上に凸、かつ傾きが正の関数を用いて前記撮影手段で生成された画像データのうち変換後の値の中心値に応じて定められる収録範囲の画像データを変換する第１の変換、及び予め用意された情報を参照して前記撮影手段で生成された画像データを変換する第２の変換の少なくとも一方を行う変換手段と、前記変換手段による変換前の値の収録範囲の最小値を、前記低線量の放射線を受けて生成された低線量画像データを変換するときと、前記高線量の放射線を受けて生成された高線量画像データを変換するときとで異なるように変更する変更手段と、少なくとも前記低線量画像データの変換値と前記高線量画像データの変換値とを用いた画像処理を行う画像処理手段と、を備えている。
【０００９】
また、第２の発明に係る放射線画像処理装置は、低線量の放射線、及び高線量の放射線の各々を異なるタイミングで照射する放射線照射手段と、受けた放射線量に応じた電荷を発生する電荷発生層を備え、前記放射線照射手段から照射されて被写体を透過した放射線を撮影時に受けて、前記被写体の画像を表す画像データを生成する撮影手段と、上に凸、かつ傾きが正の関数を用いて前記撮影手段で生成された画像データのうち変換後の値の中心値に応じて定められる収録範囲の画像データを変換する第１の変換、及び予め用意された情報を参照して前記撮影手段で生成された画像データを変換する第２の変換の少なくとも一方を行う変換手段と、前記低線量の放射線を受けたときに生成される低線量画像データのビット数を、前記高線量の放射線を受けたときに生成される高線量画像データのビット数よりも大きくする手段と、少なくとも前記低線量画像データの変換値と前記高線量画像データの変換値とを用いた画像処理を行う画像処理手段と、を備えている。
【００１０】
第３の発明に係る放射線画像処理装置は、低線量の放射線、及び高線量の放射線の各々を異なるタイミングで照射する放射線照射手段と、受けた放射線量に応じた電荷を発生する電荷発生層を備え、前記放射線照射手段から照射されて被写体を透過した放射線を撮影時に受けて、前記被写体の画像を表す画像データを生成する撮影手段と、上に凸、かつ傾きが正の関数を用いて前記撮影手段で生成された画像データのうち変換後の値の中心値に応じて定められる収録範囲の画像データを変換する第１の変換、及び予め用意された情報を参照して前記撮影手段で生成された画像データを変換する第２の変換の少なくとも一方を行う変換手段と、前記低線量画像データの増幅率を、前記高線量画像データの増幅率よりも大きくして増幅する増幅手段と、少なくとも前記低線量画像データの変換値と前記高線量画像データの変換値とを用いた画像処理を行う画像処理手段と、を備えている。
【００１１】
画像処理は、例えばエネルギーサブトラクション処理である。
【発明の効果】
【００１２】
以上説明したように第１〜第３の各々の発明は、画像処理に用いる低線量の放射線画像の撮影における放射線の線量の低減、及び画像処理に用いる低線量の放射線画像の画質の向上の双方を実現できる、という優れた効果を有する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
以下、図面を参照して本発明の実施形態を詳細に説明する。図１には本実施形態に係る放射線画像撮影システム１０が示されている。放射線画像撮影システム１０は、放射線（例えばエックス線（Ｘ線）等）を発生する放射線発生部１２と、放射線発生部１２と間隔を隔てて配置された放射線検出パネル１４と、放射線検出パネル１４から画像情報を取得して各種の処理を行うマイクロコンピュータや各種の電気回路を含んで構成された制御装置１６を備えている。放射線発生部１２と放射線検出パネル１４との間には、撮影時に被写体１８が位置する撮影位置が形成され、放射線発生部１２から照射され撮影位置に位置している被写体１８を透過することで画像情報を担持した放射線は放射線検出パネル１４に照射される。
【００１４】
制御装置１６は、放射線発生制御部２０、信号検出補正部２２、制御部２４、画像等を表示可能なディスプレイ２６、及びキーボード等の入力デバイスやマウス等のポインティングデバイスを含む操作パネル２８を備えている。放射線発生制御部２０は放射線発生部１２、及び制御部２４に接続されており、制御部２４からの指示に応じて、放射線発生部１２による放射線発生時の管電圧、管電流、及び放射線発生時間を制御することで、放射線発生部１２によって発生される放射線の線質を制御する。また、信号検出部２２は、被写体１８が撮影される毎に、放射線検出パネル１４から画像信号を読み出してデジタルの画像データへ変換すると共に、変換によって得られた画像データに対して例えば、オフセット補正、及びゲイン補正等の基本的な画質補正処理を行う。
【００１５】
制御部２４は、操作パネル２８を介して入力された指示に応じて被写体１８の撮影を制御したり、信号検出補正部２２から入力された画像データを用いてエネルギーサブトラクション画像の生成等の画像処理を行ったり、ディスプレイ２６、及び操作パネル２８を介して所定のユーザＩ／Ｆを提供するための処理等を行う。また、制御部２４はＨＤＤやフラッシュメモリ等から成る不揮発性の記憶部２４Ａを備えており、この記憶部２４Ａには撮影条件情報ＤＢ（データベース）が記憶されている。また、記憶部２４Ａには、制御部２４がエネルギーサブトラクション処理を行うためのプログラムも記憶されている。また、放射線画像撮影システム１０は撮影部位移動部３０を備えている。撮影部位移動部３０は、放射線発生部１２、及び放射線検出パネル１４を移動可能なアクチュエータ等から成り、被写体１８のうちの撮影対象の部位（撮影部位：例えば胸部や腰椎、四肢骨、乳房等）が制御装置１６から通知されると、被写体１８のうち通知された撮影部位を撮影するための位置へ放射線発生部１２、及び放射線検出パネル１４を移動させる。なお、被写体１８のうちのある撮影部位を撮影するための放射線発生部１２、及び放射線検出パネル１４の位置は、被写体１８の体格等によっても相違するので、撮影部位移動部３０は、操作パネル２８を介して撮影位置の調整が指示されると、当該指示に応じて放射線発生部１２、及び放射線検出パネル１４の位置を調整するように構成されている。
【００１６】
次に、放射線検出パネル１４、及び信号検出補正部２２の構成を説明する。放射線検出パネル１４は、図２に示すＴＦＴアクティブマトリクス基板３４上に、放射線を吸収して受けた放射線量に応じた電荷に変化し、電荷を発生する光電変換層（電荷発生層）４２が形成され、更にその上方に、高圧電源に接続されたバイアス電極（図示省略）が形成されて構成されている。光電変換層は例えばセレンを主成分（例えば含有率５０％以上）とする非晶質のａ−Ｓｅ（アモルファスセレン）から成り、放射線が照射されると、照射された放射線量に応じた電荷量の電荷（電子−正孔の対）を内部で発生することで、照射された放射線を電荷へ変換する。これにより、照射された放射線が担持している画像情報が電荷情報へ変換されることになる。
【００１７】
また、ＴＦＴアクティブマトリクス基板３４上には、光電変換層で発生された電荷を蓄積する蓄積容量３６と、蓄積容量３６に蓄積された電荷を読み出すためのＴＦＴ３８を備えた画素部４０（なお、図２では個々の画素部４０に対応するバイアス電極、及び光電変換層を光電変換部４２として模式的に示している）がマトリクス状に多数個配置されており、さらに、図２の矢印Ａ方向に沿って延設され個々の画素部４０のＴＦＴ３８をオンオフさせるための複数本のゲート配線４４と、図２の矢印Ａ方向と直交する矢印Ｂ方向に沿って延設されオンされたＴＦＴ３８を介して蓄積容量３６から蓄積電荷を読み出すための複数本のデータ配線４６も設けられている。
【００１８】
一方、信号検出補正部２２は、放射線検出パネル１４の個々のゲート配線４４に各々接続されたゲート線ドライバ４８を備えている。ゲート線ドライバ４８は、放射線検出パネル１４からの信号電荷の読出時に、特定のゲート配線４４にハイレベルの電圧信号（オン信号）を供給することで、オン信号を供給したゲート配線４４に接続されている各画素部４０のＴＦＴ３８をオフからオンへ変化させ、一定時間後に、上記ゲート配線４４へのオン信号の供給を停止することで、オン信号を供給していたゲート配線４４に接続されている各画素部４０のＴＦＴ３８をオンからオフへ変化させるゲート線駆動処理を、個々のゲート配線４４に対して順に行う。
【００１９】
また、信号検出補正部２２は、ＴＦＴアクティブマトリクス基板３４に設けられたデータ配線４６の数と同数のオペアンプ５０を備えており、放射線検出パネル１４の個々のデータ配線４６は互いに異なるオペアンプ５０の反転入力端に各々接続されている。個々のオペアンプ５０は、非反転入力端がＧＮＤ配線（接地配線）に各々接続されており、反転入力端にコンデンサ５２の一端が各々接続され、コンデンサ５２の他端は出力端に接続されている。上記構成により、個々のオペアンプ５０、及びコンデンサ５２は、反転入力端に接続されたデータ配線４６を流れる電流（信号電荷）を積分し、積分結果に相当するレベルの信号を出力するチャージアンプとして機能する。
【００２０】
個々のオペアンプ５０（チャージアンプ）の出力端は、図示しない増幅器、サンプルホールド回路を介し、マルチプレクサ（ＭＵＸ）５４の複数個の入力端の何れかに各々接続されており、個々のチャージアンプの出力信号はＭＵＸ５４に並列に入力される。
【００２１】
ここで、増幅器は、低線量画像の撮影時に出力する信号の増幅率を、高線量画像の撮影時に出力する信号の増幅率よりも大きくして信号の増幅を行う。これにより、低線量の放射線を照射して得られた放射線画像のフィルムの濃度に相当する値（以下、「ＱＬ値」という）の分解能が仮想的に向上し、ＱＬ値の不連続性を改善することができる。
【００２２】
ＭＵＸ５４の出力端はＡ／Ｄ変換器５６の入力端に接続されており、ＭＵＸ５４は複数個の入力端を順に選択し、選択した入力端を介して入力された信号をＡ／Ｄ変換器５６へ出力する。
【００２３】
上記の処理により、ＭＵＸ５４に並列に入力された複数（データ配線４６の数と同数）の信号に対し、パラレル−シリアル変換及びＡ／Ｄ変換（アナログ−デジタル変換）が順に行われることになる。本実施の形態では、この時点では、ＱＬ値は例えば１４ビットならば１６３８４種類の値で表現されている。
【００２４】
Ａ／Ｄ変換器５６の出力端は対数変換部５７の入力端に接続されている。対数変換部５７は、図３で示されるように、１４ビットで１６３８４種類の値で表現されているＱＬ値のうちの低線量の範囲をより詳しく表現するために例えば対数変換を施して、ＱＬ値の低線量の範囲を１４ビットで表す。この１４ビットで表される値を、以下、「ＬｏｇＱＬ値」とよぶ。
【００２５】
通常であれば、下記の式（１）に従って対数変換を行うところを、例えば、下記の式（２）に従って対数変換を行うとよい。これにより、対数変換を平行移動させることで収録範囲を変えることができる。
Ｙ＝ｌｏｇＸ  …  （１）
Ｙ＝ｌｏｇＸ＋ｂ  …  （２）
一方、低線量の放射線画像においては、低線量の成分が多く含まれる。すなわち、低線量の値を中心とした範囲の値を得ることが要求される。そこで、本実施の形態では、低線量の放射線画像を撮影したときには、対数変換の収録範囲の最小値を低線量側に移動させる。
【００２６】
上記の式（２）のように対数変換を平行移動させると、図３（Ｂ）に示されるように、対数変換後の中心の値をとる変換前の値（以下、「中心値」とよぶ）、及び収録範囲が移動する。
【００２７】
このように、対数変換後の値は１６３８４種類の１４ビットで表される値の何れかに変換されるのだが、対数変換前の１４ビットのどの範囲のＱＬ値が１４ビットで表されるかは対数変換の中心値に応じて決まる。
【００２８】
または、下記の式（３）に従って対数変換を行ってもよい。これにより、対数曲線を平行移動させることができる。
Ｙ＝ｌｏｇ（Ｘ＋ａ）  …  （３）
なお、変換は対数変換に限らず、平方根関数等の上に凸、かつ傾きが正の関数を用いて変換を行えばよく、関数を平行移動させることで、収録範囲の最小値を変える。
【００２９】
また、上に凸、かつ傾きが正の関数を用いた変換ではなく、予めテーブル等に情報を用意し、用意された情報を参照することにより変換を行ってもよい。
【００３０】
以下に、図４を参照して具体例を示す。
【００３１】
図４（Ａ）は、低線量で撮影した胸部正面画像を、図３（Ａ）に図示されるグラフを用いて対数変換した画像の度数分布を表している。
【００３２】
図４（Ｂ）は、低線量で撮影した胸部正面画像を、図３（Ｂ）に図示されるグラフを用いて対数変換した画像の度数分布を表している。
【００３３】
このように、低線量画像に対しては、対数変換の収録範囲の最小値を設定することにより、ＱＬ値のアンダーフローを回避することができる。
【００３４】
対数変換部５７の出力端は画質補正処理部５８の入力端に接続されており、画質補正処理部５８の出力端は制御部２４（図１参照）の入力端に接続されている。画質補正処理部５８は、画像の画質を向上させるための画質補正処理としてオフセット補正、及びゲイン補正等の基本的な補正処理を行った後に、画質補正処理後のデータ（画像データ）を制御部２４へ出力する。
【００３５】
上記した処理を経た後の、胸部のエネルギーサブトラクション処理で得られた軟部画像を図５に例示する。同図（Ａ）は低線量の放射線画像の生成における対数変換を図３（Ａ）に図示されるグラフを用いて行った場合の画像であり、低線量画像の線量を下げた場合は、対数変換後の低線量画像における、椎体等の低線量部でアンダーフローが発生するため、結果としてエネルギーサブトラクション画像の椎体等の骨部除去性能が悪くなる。
【００３６】
図５（Ｂ）は低線量の放射線画像の生成における対数変換を図３（Ｂ）に図示されるグラフを用いて行った場合の画像であり、低線量画像の線量を下げた場合にも、椎体等の低線量部のアンダーフローが回避できるため、結果としてエネルギーサブトラクション画像の椎体等の骨部除去性能が改善される。
【００３７】
このように、低線量の放射線画像の生成における対数変換の収録範囲の最小値を小さく設定することにより、椎体の除去性能を改善することができる。
【００３８】
また、低線量の放射線を受けたときに生成される低線量画像データのビット数を、高線量の放射線を受けたときに生成される高線量画像データのビット数よりも大きくすること、及び低線量画像データの増幅率を、高線量画像データの増幅率よりも大きくして増幅することの少なくとも一方を行うことにより、低線量部のビット歯抜け、すなわち、ヒストグラムの間隔が空くことを回避することができる。これにより、画像が取り得るＱＬ値の間隔が細かくなり、階調が滑らかになる結果、エネルギーサブトラクションにおける肋骨、椎体等の低線量部の骨部除去性能がさらに向上する。
【００３９】
さらに、低線量の放射線画像の増幅においては、増幅器よりも後段の電気ノイズが支配的である場合、シグナルは増倍されるが、電気ノイズは変わらない。このため、Ｓ／Ｎが向上して、結果としてノイズを低減することができる。
【００４０】
なお、上記では本発明に係る画像検出手段の一例として、照射された放射線を電荷へ直接変換する光電変換層が設けられた放射線検出パネル１４を用いる場合を説明したが、これに限定されるものではなく、画像検出手段のうち照射された放射線を電荷へ変換する光電変換部は、照射された放射線を電磁波（例えば可視光等）へ一旦変換した後に、変換後の電磁波を電荷へ変換する構成（間接変換方式）であってもよい。また上記では、光電変換層がＴＦＴアクティブマトリクス基板３４上に形成された構成を説明したが、上記の光電変換部は、蓄積容量及びスイッチング手段を各々備えた複数の画素部が配列された基板と別体であってもよい。
【００４１】
また、上記では多数個の画素部４０（ＴＦＴ３８や蓄積容量３６）がマトリクス状に（２次元に）配置された構成の放射線検出パネル１４を例に説明したが、これに限定されるものではなく、放射線検出パネルは複数個の画素部が一列に（１次元に）配置された構成であってもよい。
【００４２】
また、上記では、本発明に係る放射線発生手段が発生する放射線の一例としてエックス線を記載したが、本発明はこれに限定されるものではなく、画像検出手段で電荷へ変換されて蓄積容量にその電荷が蓄積されるものであれば、例えば電子線やα線等の他の放射線であってもよい。
【００４３】
また、上記では、画像処理として２枚の画像を用いたエネルギーサブトラクション処理を例に挙げて説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば３枚以上の画像を用いたエネルギーサブトラクション処理であってもよい。
【図面の簡単な説明】
【００４４】
【図１】本実施形態に係る放射線画像撮影システムの概略構成を示すブロック図である。
【図２】放射線検出パネル及び信号検出補正部の概略構成図である。
【図３】対数変換前後のＱＬ値の対応図である。
【図４】対数変換の中心値を変えた場合のＬｏｇＱＬ値の度数分布図である。
【図５】対数変換の中心値を変えた場合の軟部画像である。
【符号の説明】
【００４５】
１０   放射線画像撮影システム
１２   放射線発生部
１４   放射線検出パネル
１６   制御装置
２０   放射線発生制御部
２２   信号検出補正部
２４Ａ  記憶部
２４   制御部
【図１】
0005305715.tif 000002
【図２】
0005305715.tif 000003
【図３】
0005305715.tif 000004
【図４】
0005305715.tif 000005
【図５】
0005305715.tif 000006